杨金有，王艳，刘静，俞航，洪洋

(1中国医科大学物理与生物物理学教研室，沈阳 110001；2沈阳师范大学软件学院；3中国医科大学附属第一医院)

植入V形支架的降主动脉血流动力学观察

杨金有1，王艳2，刘静3，俞航1，洪洋1

(1中国医科大学物理与生物物理学教研室，沈阳 110001；2沈阳师范大学软件学院；3中国医科大学附属第一医院)

摘要：目的观察植入V形支架并已经扩张稳定的人体降主动脉处的血流动力学指标，探讨支架植入的多少与远端支架处出现血管再狭窄的关系。方法获取1例动脉瘤患者覆膜V形支架植入术后复查的增强CT图像数据，以Dicom格式输入医学图像后处理软件，应用逆向工程方法三维重构主动脉血管和V形血管支架，在设定边界条件和初始条件的基础上，应用ANSYS模拟软件经多次迭代计算，获得血管壁面切应力、壁面振荡切应力和支架横截面血流速度矢量等相关血流动力学参数。结果由近及远，支架处的壁面切应力最大值逐渐降低，分别为3.56、3.26和2.48 Pa，而壁面振荡剪切指数平均值则相反，分别为0.002 140、0.005 677和0.010 852。在心动收缩峰值期(0.08 s)，3个支架横截面处的血流速度均较大，方向多变并对支架有较大冲击，而在心动收缩末期和舒张期血流速度减缓，但与支架相接触处血流速度仍较高，并在舒张期出现明显的涡流。结论 支架植入越多，降主动脉远端处支架的壁面切应力值越低，壁面振荡剪切指数值越高，且支架横截面的血流速度矢量越复杂，出现血管再狭窄的概率越大。

关键词：支架；再狭窄；壁面切应力；计算流体力学；血流动力学

随着人们生活水平的提高和工作节奏的加快，患心脑血管疾病的几率也越来越高，而动脉粥样硬化引起动脉血管狭窄则是心脑血管疾病的主要表现[1]。瑞士的Sigwart等[2]在1986年完成首列冠状动脉支架植入术后，应用支架进行心脑血管疾病治疗便得到了飞速发展。相对于其他治疗方法，血管支架介入治疗具有见效快、对人体创伤小、住院时间短等优势。但支架植入血管后，病变血管极易出现再狭窄。药物涂层支架和生物可降解血管支架的应用降低了术后支架再狭窄率，但支架内再狭窄问题仍是该领域的研究热点[3]。支架作为异物植入血管后，将改变血管内原有的血流动力学环境，引起血管局部细胞和组织的不良反应，进而引发血管再狭窄问题。因此，本研究以支架植入术后回访患者采集到的CT影像数据为基础，重构了降主动脉及支架的三维模型，并应用计算流体力学方法模拟分析了支架植入稳定后的血流动力学情况，为支架植入后血管再狭窄问题的深入研究提供帮助。

1资料与方法

1.1临床资料患者男，53岁，因患动脉瘤于中国医科大学附属第一医院行覆膜V形支架植入术，术后2周复查心脏增强CT，患者支架扩张稳定。

1.2血管壁面切应力、壁面振荡切应力和支架横截面血流速度矢量计算方法将患者增强CT图像数据以Dicom格式导入到医学图像后处理软件Mimics中，应用逆向工程方法[4]进行降主动脉血管及支架的三维模型重构。如图1所示，第一排共有8个V字结构，其V字夹角为39°；第二、三排支架共有5个V字结构，其V字夹角为58°。将平滑处理过的降主动脉及支架三维模型导入到ANSYS-ICEM进行网格划分。在保证网格数量质量，并考虑计算机硬件能力的情况下确定血管部分划分的四面体网格为943 746个单元，196 543个节点；支架部分划分的四面体网格为108 349个单元，26 540个节点。应用有限元分析软件ANSYS-CFX的前处理进行边界条件和初始条件设置，见图1。①入口条件：主动脉的入口设为瞬时血流速度[5]。②出口条件：假设出口血流已经稳定，各出口相对压力设为零。③壁面条件设定：将血管设为血液流动区域，支架已经扩张稳定并已嵌入到血管壁设为固体区域。血管壁设为刚性且无滑移[5,6]。支架设为不可压缩的各向同性的钢材料且固定无滑移。将血液设为不可压缩的非牛顿流体[7～9]，血液密度ρ=1.06×103kg/m3，非牛顿血液模型为Generalised Power Law Model[3]。计算类型为非稳定瞬态计算，取正常人的心动周期(T=0.8 s，时间步长为0.01 s)。数值模拟中所用的控制方程为三维非定常流动的Navier-stokes方程[9]。应用ANSYS15.0中的CFX模块，在采用上述边界条件、初始条件和物理模型后求解Navier-stokes方程。然后将软件模拟计算结果导出到CFX-post中进行后处理及分析。

2结果

2.1血管壁面切应力各兴趣点的壁面切应力分布随心动周期发生变化，但其峰值出现滞后于心动收缩峰值期(特征时刻点0.08 s)，并且最小值也是在心动收缩末期(特征时刻点0.24 s)后约0.04 s出现。而从整体分布可以发现，第1个支架处兴趣点的壁面切应力平均值略高于第2个支架处兴趣点的壁面切应力平均值，而第3个支架处兴趣点的壁面切应力平均值最低，呈现出沿着血液流动方向，随着支架增多特征区域的壁面切应力值反而降低。在特征时刻点0.08 s时，Position1为3.2 Pa，Position2为2.99 Pa，Position3为2.41 Pa。而Position1的最大值(0.1 s时)为3.56 Pa，Position2的最大值(0.1 s时)为3.26 Pa，Position3的最大值(0.09 s时)为2.48 Pa。详见插页Ⅱ图6、7。

2.2血管壁面振荡剪切指数3个支架处各个兴趣点的振荡剪切指数均表现出较低状态，其中Position 3、Position 2、Position 1平均值依次为0.010 852、0.005 677、0.002 140。详见表1。

2.3支架横截面血流速度矢量在心动收缩峰值期(0.08 s)，3个支架横截面处的血流速度均较大，血流方向多变并对支架有较大冲击。而在心动收缩末期和舒张期血流速度减缓，但与支架相接触处血流速度仍较高，并在舒张期出现明显的涡流。详见图2。

注：A-1～A-3为横截面1～3在心动周期0.08 s时刻的图像；B-1～B-3为横截面1～3在心动周期0.24 s时刻图像；C-1～C-3为横截面1～3在心动周期0.50 s时刻图像。

图2每个支架处选取的横断面位置的速度矢量图

3讨论

血液在大血管中流动时通常可以看成是牛顿流体[7]，本研究为详细考察支架对血液流动影响，所以将血液设成不可压缩的非牛顿流体模型。通过分析以上血流动力学结果，可以发现：①尽管出现最大值的时刻略有区别，但支架处各特征点的壁面切应力值沿着降主动脉由近端到远端的方向逐渐降低，这些结果与文献[10]报道的结果相近。从实验结果推测，远端支架越多，V形支架弯曲处内侧的壁面切应力值就可能越低，这种较低的壁面切应力很容易破坏血液流动的稳定状态，增加血细胞的滞留时间。②3个支架处兴趣点振荡剪切指数的平均值沿着降主动脉由近端到远端的方向逐渐增大。这表明第3个支架处的血流方向变化更明显，血流与1、2支架相比较更加复杂。这预示着远端血管支架处血流变化相对剧烈，这种剧烈变化则容易造成血管壁内皮细胞的疲劳而产生和加速病变[11]。③在心动收缩峰值期，支架横截面方向的血流速度矢量均呈现出较大量值，而第3支架处的血流速度矢量量值变化更加明显。而在心动收缩末期和舒张期，支架横截面方向的血流速度矢量减小，但还是可以发现第3个支架较其他支架的血流速度矢量大。这种随着支架增多，沿支架横截面方向血流速度矢量增大的情况，将增加血细胞与支架的相互作用。并且涡流的出现增大了血细胞在支架内侧沉积附着的几率，增加了支架处血管再狭窄出现的概率。本实验结果提示，沿着血流方向，支架植入的越多，远端处的支架对血流的干扰越明显，血管再狭窄出现的概率越大。

本研究通过模拟植入人体降主动脉并且已经扩张稳定的V形支架处的血流，分析支架对血管内血液流动的影响，发现支架植入的越多，远端处支架出现血管再狭窄的概率越大。这为支架植入后血管再狭窄问题的进一步研究提供帮助。同时本研究仅采集到V形支架置入后稳定的人体模型，所以没有对其他型号的支架进行分析，这也将是笔者要进一步考虑和研究的。

参考文献：

[1] Coogan JS, Chan FP, Ladisa JF Jr, et al. Computational fluid dynamic simulations for determination of ventricular workload in aortic arch obstructions[J]. J Thorac Cardiovasc Surg, 2012,145(2):489-495.

[2] Sigwart U, Puel J, Mirkovitch V, et al. Intravascular stents to prevent occlusion and restenosis after transluminal angioplasty[J]. N Engl J Med, 1987,316(12): 701-706.

[3] 杨金有,杨华哲,刘静,等.基于流固耦合计算流体力学模拟分析人体主动脉弓内血液流动[J].生物医学工程与临床,2013,1(1):1-6.

[4] Shahcheraghi N, Dwyer HA, Cheer AY, et al. Unsteady and three-dimensional simulation of blood flow in the human aortic arch[J]. J Biomech Eng, 2002,124(4):378-387.

[5] Jozwik K, Obidowski D. Numerical simulations of the blood flow through vertebral arteries[J]. J Biomech, 2010,43(2):177-185.

[6] Cebral J, Mut F, Sforza D, et al. Clinical Application of Image-Based CFD for Cerebral Aneurysms[J]. Int J Numer Method Biomed Eng, 2011,27(7):977-992.

[7] 陈槐卿.血液流变学及其临床应用[M].成都:四川教育出版社,1989:23-24.

[8] Johnston BM, Johnston PR, Corney S, et al. Non-Newtonian blood flow in human right coronary arteries: transient simulations[J]. J Biomech, 2006,39(6):1116-1128.

[9] Janiga G, Rössl C, Skalej M, et al. Realistic virtual intracranial stenting and computational fluid dynamics for treatment analysis[J]. J Biomech, 2013,46(1):7-12.

[10] 吴瑕,徐克,肖亮,等.血管内支架构型变化对血流动力学及支架内再狭窄形成的影响[J].介入放射学杂志,2009,18(4):297-300.

[11] Mori D, Yamaguchi T. Computational fluid dynamics modeling and analysis of the effect of 3-D distortion of the human aortic arch[J]. Comput Methods Biomech Biomed Engin, 2002,5(3):249-260.

Observation of hemodynamics in human descending aorta after V-shaped stent implantation

YANGJin-you1,WANGYan,LIUJing,YUHang,HONGYang

( 1DepartmentofPhysicsandBiophysics,ChinaMedicalUniversity,Shenyang110001,China)

Abstract:ObjectiveTo observe the hemodynamic parameters of the descending aorta with expanded V-shaped stent implantation, and to investigate the relationships between the stent number and vascular restenosis in the distal stents. MethodsThe enhanced CT image of the descending aorta with the V-shaped stents implanted was input into the medical image processing software with Dicom format, and the three-dimensional reconstruction model of aortic and stent was reconstructed by reverse engineering methods. On the basis of setting the boundary condition and initial condition, the vascular wall shear stress, wall oscillation shear stress, stent cross section flow velocity vector and other related hemodynamic parameters were obtained with the application of ANSYS simulation software after several times of iterative calculation. ResultsFrom the near to the distant, the wall shear stress values on the different positions were 3.56 Pa, 3.26Pa and 3.26 Pa, and the average values of oscillating shear index were 0.002 140, 0.005 677 and 0.010 852, respectively. In the systolic peak period (0.08 s), the blood flow velocities of the cross sections of three stents were larger with changeable directions and had a great impact on the stent. While in the end-systolic and diastolic period, the flow velocity was slow down, but the flow velocity was still high in the contact point, and the eddy current was obvious in the diastolic phase. ConclusionWith the stent increases, the wall shear stress value of the descending aorta decreases in the distal end but the wall oscillatory shear index value increases, meanwhile, the blood flow velocity vector of the stent cross section becomes more complex, and the risk of vascular restenosis increases.

Key words:stents; restenosis; wall shear stress; computational fluid dynamics; hemodynamics

(收稿日期：2014-11-17)

通信作者简介：洪洋(1955-)，女，教授，主要研究方向为心、脑、肺及血管生物物理学。E-mail：ydhongyang@163.com

作者简介：第一杨金有(1980-)，男，副教授，主要心研究方向为脑及血管动力学。E-mail：goldyjy@gmail.com

基金项目：辽宁省科技研究项目(L2010563)。

中图分类号：R318.01；R543.1

文献标志码：A

文章编号：1002-266X(2015)07-0011-03

doi：10.3969/j.issn.1002-266X.2015.07.004